血氧 檢測電路

1、SPO2-總結目錄軟件體系結構項目背景和意義檢測原理和方法硬件體系結構脈搏波識別和提取算法系統(tǒng)誤差分析與去干擾措施在臨床監(jiān)護病 人的血 氧飽 和度 時 ，多使 用固 定的有創(chuàng)的血氣分析法對病人進行血氧檢測，容易造成干擾，而且不能夠提供連 續(xù) 實 時的 血氧飽 和度 數據 ，難 以滿足日益提高的醫(yī)療要求的需要!。 因此 ,無創(chuàng)實時連續(xù)地對病人進行血氧飽和度檢測變得日益廣泛而且重要血氧飽和度是人體新陳代謝的重要體征指標之一 。也是人 體呼 吸系統(tǒng) 和循 環(huán)系 統(tǒng)疾病 診斷 的 重 要 生 理 參數.許多臨床疾病會造成氧供應的缺乏!將會直接影響細胞的正常新陳代 謝 ，嚴重 的還 會威 脅人的 生命

2、! 項目背景檢測原理222HbOHbOHbcsocc=+2HbOCHbC1l2l2HbOHb22SpOaRbRc1122ACDCACDCIIRII2SpO2SpO22SpOaRbRc血氧飽和度的表示為，其中和分別為氧和血紅蛋白濃度和還原血紅蛋白濃度其中和分別為兩束光的波長(一般采用紅光和紅外光)，和分別為氧和蛋白和還原蛋白對光的吸光系數。，則：由于吸光系數是常數，R值可由采集的脈搏波數據計算得到，因此，確定了入射的兩束光的波長，就能計算得到 SpO2的值。這是從原理上推到的計算血氧飽和度的公式。在實際計算中，不用以上的原理公式來計算血氧飽和度，而是采用經驗公式。大量的研究表明 SpO2的值與R

3、成負相關，一般是用 來計算血氧飽和度，其中，AC為交流分量，DC為直流分量。交流分量的計算方法為對脈為模擬儀的值。因次，通過大量值和R值通過曲線擬合即可得到a，b，c的值。綜上所述，我們用血氧模擬儀模擬血氧值所以，血氧模塊在測得了模擬儀或者人手指的R值就可以在實際計算中，根據無創(chuàng)血氧測試原理，由Beer-Lamber定律推出的血氧的計算公式為搏波濾波后的波峰減波谷值，直流分量為濾波前采樣點的平均值。計算R值，最后得到擬合曲線計算出了血氧。檢測方法 目前臨床上通常采用雙光束透射式血氧探頭，探頭一側為兩個發(fā)出不同波長光的發(fā)光二極管，透過手指指尖、腳趾指尖或耳垂等部位，探頭的另一側則由光敏管接收透射

4、過組織的光。兩種波長的透射光吸收比值就是動脈血氧飽和度的函數，通過確定血氧飽和度和吸收比值與血氧飽和度的對應關系，計算脈搏血氧飽和度值硬件結構體系(1) 信號分離和濾波采用模擬電路實現，需要更多的模擬器件，使得系統(tǒng)的功耗變大，同時模擬電路的實現使得系統(tǒng)功能變的固定，很難修改濾波器參數或擴展功能；模擬電路受環(huán)境和溫度的影響較大，使得系統(tǒng)穩(wěn)定性不夠好。(2) 由于紅光和紅外光是通過 MCU 控制 LED 驅動電路而輪流發(fā)光，采用硬件分離后，得到采樣保持后的波形，再對該模擬信號進行低通濾波，得到紅光和紅外光對應的 PPG 信號。隨著采樣率的不同，低通濾波后的信號的幅值會發(fā)生變化，使得傳到 ADC 的

5、模擬信號出現失真。(3) 出現運動或低灌注的情況，需要用到完整的噪聲信號去分析噪聲信號的特征。由于前端模擬濾波的存在，最后采集到的信號的頻率會在 5Hz 以下，而運動干擾會出現各種不同的形式，可能會使得原始信號的部分特征丟失，不能完整保留原始信號的特征，對后期的信號處理帶來困難。硬件體系結構改進設計調理電路去掉了信號分離電路和模擬濾波電路，信號分離和濾波的功能全采用數字信號處理的方式完成，使得系統(tǒng)功耗下降，同時數字濾波器使得濾波器截至頻率可以很方便的調節(jié)，數字電路使得系統(tǒng)穩(wěn)定性得到提升。第一種方案是基于單片機89C52的脈搏血氧檢測系統(tǒng),它的硬件部分由模擬電路，數字電路兩部分組成。第二種方案是

6、基于Nl-6251采集卡的脈搏血氧檢測系統(tǒng),它是基于Nl-6251采集卡對模擬電路進行控制,并對信號進行采集和處理。其中,夾指傳感器，驅動調制電路，電流電壓轉換電路，信號放大濾波電路，鎖相放大電路構成模擬電路;數字電路是以單片機89C52為核心對模擬電路獲得的信號采用模數轉換器MAX195進行采集,并將采集信號通過串口芯片MAX232送計算機進行信號處理和存儲“第一種方案的軟件部分是以單片機為核心,將采集的信號通過串口送計算機處理及存儲。第二種方案的軟件部分是采用LabViEW設計了時序控制模塊。信號采集模塊控制模擬電路,采集和處理信號,最后定標系統(tǒng),并實時計算出脈搏血氧飽和度。由于脈搏波信號

7、比較微弱很容易淹沒在噪聲中,為此在信號提取前端采用暗電流比較小的夾指傳感器抑制背景光的干擾,同時采用調制解調的方法將信號調制到了光信號上,為了進一步提高信噪比,采用高共模抑制比儀表放大器AD62O構成的電路對調制信號進行放大,同時運用工頻陷波器和帶通濾波器對信號進行濾波,充分放大有用信號和抑制噪聲,并基于LabVIEW軟件設計鎖相放大模塊對信號進行處理,從而獲得脈搏波信號。本文設計的鎖相放大電路可以對有用信號進行解調獲得脈搏波信號,該鎖相放大電路為實現便攜脈搏血氧飽和度奠定了基礎 硬件體系結構改進系統(tǒng)通過I2C接口控制D/A模塊與PWM模塊搭配工作，來驅動血氧傳感器。血氧傳感器采集的信號經過信

8、號調理電路后，經A/D模塊采集并送至系統(tǒng)通過S3C2440A控制中心!經過數據分析和處理后,在觸摸屏上顯示,并將結果送至上位機進行保存。S3C2440A是基于ARM9核心的處理器。具有豐富的外設接口和強大的處理和控制性能,其功耗低,處理速度最 高可到400MHZ，具有片上I2C,SPI,LCD接口及UART接口,極大地方便了系統(tǒng)的設計和擴展。硬件體系結構脈搏波識別和提取算法目前，人體脈搏波波形識別的方法有很多，如輪廓限制法、閾值法、數字濾波法等。在實際應用中，依據脈搏波的特點，采用閾值法，再加上部分自學習功能，根據不同人的脈搏波波形，調整識別算法中的各個參數，在實際應用中可降低算法的復雜性，提

9、高算法的靈活度，并且在一定程度上提高檢測的準確度。初步計算出特征點之后，為了減小采樣誤差、抑制干擾信號理，采用自學習閾值判別法，檢查各個特征點是否超過閾值，若檢出脈搏波幅度、上升支時間在變化范圍內，則是正常信號，予以保留；反之認為是干擾信號，予以剔除。閾值法的結果誤差較大,其原因在于有些高血壓患者的潮波波峰可能超過主波波峰,特別是在有干擾的脈搏波信號上,達不到預期目的。脈搏波特征點的時域提取方法，即識別主升支起始點和終點的位置，求取兩個采樣點幅值差。脈搏波信號具有變異性、隨機性，并受到強干擾等特點。由于脈搏波信號容易受到各種各樣的條件的干擾，并且在采樣速度有限的情況下，不能確定所采到得點一定包

10、含脈搏波的最大值點和最小值點。因此如果要想提高時域上采樣的精度，對于硬件的要求則會很高。 脈搏波識別和提取算法極值法的基本思想是把脈搏波信號的極大值點一次性提取出來,再在極大值點中分離出脈搏波的時域特征點。具體算法流程為:步驟1 對于采樣的脈搏信號假設為x ( n) ,找出其所有的極大值點;步驟2 對極大值點進行去噪,消除噪聲點,在極大值點中找出理論上的最大值,即主波峰;步驟3 根據主波峰的位置計算周期;步驟4 去掉所有的最大值點(主波) ,再找出剩余極大值點中的最大值和次大值,即潮波和重搏波。自適應的算術平均算法的思想是對于脈搏信號x( n)連續(xù)取N個采樣值進行算術平均,求得的平均值作為該N

11、點的值代表,在此基礎上,用差分法分出脈搏波的升支與降支,然后再找出相鄰升支的最大值和最小值,從而確定主波峰與始射點。仿真結果表明脈搏信號經過算術平均以后平滑度有所提高,誤差相對閾值法有明顯改善,但N 的值不好確定, N 取太大,信號的平滑度較好,但靈敏度降低; N取太小,靈敏度提高了,但平滑度下降,誤差就增大。要想得到比較理想的N值,需要對所采集的信號進行大量的實驗和對比,有效性不明顯。頻域提取法，在頻域內提取脈搏波交流成分的最大能量集中頻率點的幅頻信息，并用其來表征脈搏波振幅的特征幅值。眾所周知，傅立葉變換相當于將描述被測信號的樣本向量向一個正交函數系的線性投影，一種線性變換，可以用于信號幅

12、值提取。由誤差理論可推導出，平均運算可以提高信號的檢測精度，而傅立葉變換計算方法實質上是對樣本數列中每個采樣點的幅值進行加權平均。根據上述分析，本設計選用傅立葉變換，得到脈搏波的頻譜信息，在頻域提取脈搏波的脈動幅值，從而提高的信號提取結果的精度。采用傅立葉變換方法從光電容積脈搏波中提取脈搏波的動態(tài)光譜幅值，即提取在每個波長下光電容積脈搏波的波動幅值，這種方法不僅可以提高信號精度，而且在臨床診斷中，從功率譜圖能直觀的分析脈搏信號的頻譜特征、諧波峰值與諧波斜率，為患者的早期診斷提供一種無創(chuàng)有效地檢測手段。脈搏波識別和提取算法頻域提取實例選用傅立葉變換來提取脈搏波的脈動幅值，可以得到更高精度的信號提

13、取結果?？疾烀}搏波的頻譜如圖 5.9 所示，其中低于 1Hz 的信息體現了脈搏波的基線漂移；交流分量的能量主要集中在 1Hz 附近的心臟搏動頻率點，其幅值與時域信號中脈動部分相對應，能帶寬度體現了脈搏波頻率的漂移程度；2Hz 附近的能量集中點表達了脈搏波的重波信息；而 3Hz 附近的能量集中點則表達脈搏波的潮波和房縮波信息。如果截取一個心動周期內的脈搏波描跡數列，對其進行 DFT 變換，那么其基波分量對應第一個能量集中頻率點。 人體脈搏波的基線和周期都很不穩(wěn)定，如果直接從光電容積脈搏波的時域信號中進行信號提取比較困難，而且會產生較大的誤差。動態(tài)光譜的吸光度幅值即為脈搏波的峰峰值，而傅立葉變換又

14、具有線性特性，在理想情況下，可以用脈搏波的基波分量替代峰峰值，因此對頻域信號進行信息提取，克服了時域處理的誤差弊端。頻域提取實例一般情況下，相鄰的兩個光電容積脈搏波在幅度和上升支時間不會產生突變。由于不同個體間的差異，在截取前應預檢 2-3 秒脈搏波，對心動周期長度進行自學習，截取相對平穩(wěn)的脈搏波段，獲得與心動周期等長的脈搏波數據段。搜索脈搏波的峰值點或谷值點對脈搏波進行分割，獲得與心動周期等長的脈搏波數據段，進行傅立葉變換，提取基波幅值，計算血氧飽和度值 頻域提取實例基于波形局部特征的識別周期算法正確的波谷位置應當是足夠長的一段信號中的低點，這段信號的長度基于對脈搏周期的預期和噪聲的先驗知識

15、。若一個脈搏周期為大約 100個左右的采樣點!可以定義長度為 32的循環(huán)隊列來存儲動態(tài)更新的數據，該隊列相當于在脈搏波信號上加一個滑動的窗口，窗口應有一定寬度，大于噪聲時間，但需小于脈搏周期。 判斷過程如下，當最小值位置處于窗口中部位置時則判定為一個波谷。檢測到波谷以后窗口繼續(xù)滑過10 個采樣點，但不再檢查最小值，確保上一個波谷已經離開窗口中心，然后繼續(xù)檢查最小值位置確定下一個波谷?？梢苑譃?種狀態(tài)分別稱之為確定波谷，離開波谷，尋找波谷。示意圖見圖，可以看到即使在被測者較大肢體運動時，滑動窗口依然可以有效識別出正確的波谷。這種三段式的判斷方法更接近于人的實時認識過程，每一個狀態(tài)只需要很少的計算

16、量，同時可以避免漂移和變形帶來的干擾!有效地判定波谷位置，最終得到準確穩(wěn)定的脈搏周期，進一步計算可得到脈率和脈搏血氧飽和度。系統(tǒng)誤差分析與去干擾措施1、手指插入探頭的方向和深度 ：首先要調整好手指插入的血氧探頭的位置，盡量使指尖靠近探頭的底部，指甲向上插入，并盡量使被檢測者的手指和手腕等部位盡量少做屈伸動作，以減少傳感器德接觸噪聲。2、檢測肢體的活動：檢測肢體的活動會導致血液充盈狀況發(fā)生變化，從而使光路徑長度改變，導致測量數值不準，這種干擾稱為運動偽差。肢體的活動或顫抖均可形成動作偽差，改變探頭局部結構，從而改善探頭機械抗運動性能；由于無法用傳統(tǒng)濾波器的去除運動偽差，可以通過改善信號處理的抗運

17、動能力，通過刪除法、計算法、運動補償分維法，提高信噪比來減少運動偽差對測量結果的影響。 3、指端皮膚冰冷：無創(chuàng)脈搏血氧飽和度監(jiān)測儀的是否能夠正常得工作依賴于組織的良好灌注，如果被檢測者的指端冰冷，局部動脈收縮時會導致脈搏信號不足，血氧飽和度值偏低，甚至會使檢測結果不正確。故在血氧飽和度檢測過程中應注意肢體的保暖，保持室溫在 25-28 C。 4、背景光影響：測量環(huán)境下的背景光是探頭以外的光線，直接影響反應介質特征的光電流強度。有研究證明熒光、氙弧光與太陽都可造成血氧飽和度讀數偏低。在測量過程當中要保持測量背景光的恒定不變，減少背景光的干擾。因此在進行血氧飽和度監(jiān)測系統(tǒng)設計時，應將傳感器設計成密

18、閉系統(tǒng)，并且在測量過程中應保持室內光線柔和，避免直接照射探頭，必要時可用黑布遮蓋探頭。在軟件設計時可采用光調制技術有效地抑制背景光的干擾，從而降低噪聲，提高測量精度。5、LED 光源帶來的誤差：LED 光源具有體積小，價格低廉，供電電路簡單等一系列優(yōu)點，但 LED 光源最大的不足就是單色性不好，這將會給后期的信號處理工作以及血氧飽和度值計算工作帶來較大的誤差和困難。LED 光源的誤差是血氧飽和度檢測系統(tǒng)最大的誤差來源之一。.因此在選擇光源時，應選擇單一性較好，穩(wěn)定性較高的光源。也可以對光源進行校準后，選擇光源其光譜曲線穩(wěn)定不變的光源應用于系統(tǒng)，這樣就降低光源對測量結果造成的影響。6、光敏檢測器輸出特性的非線性誤差：光電二極管在光信號較弱時進行探測，它的輸出信號的線性較好；而在光信號較強時探測，光探測器的輸出與輸入信號的平方根成正比關系。因此在系統(tǒng)設計過程中，